磁気共鳴イメージング装置
【課題】撮像時間を短縮するとともに、静止組織の信号強度が精度良く消された流体画像を生成する。
【解決手段】実施形態に係るＭＲＩ装置は、データ収集部と、画像再構成部と、基準画像生成部と、流体画像生成部とを備える。データ収集部は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行する。画像再構成部は、前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する。基準画像生成部は、前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する。流体画像生成部は、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する。
【解決手段】実施形態に係るＭＲＩ装置は、データ収集部と、画像再構成部と、基準画像生成部と、流体画像生成部とを備える。データ収集部は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行する。画像再構成部は、前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する。基準画像生成部は、前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する。流体画像生成部は、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、この励起にともなって発生する磁気共鳴信号から被検体内を表す画像を再構成する装置である。そして、従来、かかるＭＲＩ装置を用いて血流を撮像する方法がある（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
例えば、非造影で血流を撮像する方法の一例として、ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）がある（例えば、非特許文献１〜５参照）。ＡＳＬでは、一般的に、ＭＲＩ装置は、タグモードで撮像されたタグ画像とコントロールモードで撮像されたコントロール画像との差分画像を生成することで、静止組織が消された血流成分のみの画像を生成する。
【０００４】
ここでいうタグモードとは、例えば、撮像領域（画像化領域）を通る動脈の上流部分にＲＦパルスを印加することで、撮像領域に流入する血液にタグと呼ばれる標識（ラベルとも呼ばれる）を付加し、ＲＦパルスを印加してから所定のラベル後の待ち時間（Inversion Time：ＴＩ）が経過した後にイメージングを行う撮像モードである。また、コントロールモードとは、撮像領域の上流部分へのＲＦパルスの印加による流体の標識化を行わずに所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードである。すなわち、コントロールモードは、非造影ＭＲＡ（MR Angiography）の撮像モードのうちのタグモード以外の撮像モードである。かかるコントロールモードとしては、例えば、流体にタグ付けを行わずに非造影撮像を行うものや、撮像領域内の流体にタグ付けを行うもの、撮像領域の下流部分の流体にタグ付けするものなどがある。
【０００５】
また、ＴＩを変えながらＡＳＬを繰り返し行うことで、血流の動態画像を生成する方法もある。この方法では、ＭＲＩ装置は、タグ画像及びコントロール画像のペアをＴＩごとに生成し、血流成分のみを含む差分画像をＴＩごとに生成する。このように、複数のＴＩごとにタグ画像とコントロール画像とをペアで収集して各画像の差分画像を生成する方式を以下では「Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【０００６】
また、タグ画像とコントロール画像との差分画像を生成するのではなく、タグ画像のみを用いて血流画像を生成する方法もある。例えば、ｍＩＲ（Multiple IR）法と呼ばれる方法がある（例えば、非特許文献５〜７参照）。この方法では、ＭＲＩ装置は、撮像領域に対して領域選択的なサチュレーションパルスを印加した後に領域非選択反転（Inversion Recovery：ＩＲ）パルスを複数回印加する。そして、ＭＲＩ装置は、静止組織の縦磁化が縦緩和によって負値からゼロ付近に回復した時点で磁気共鳴データの収集を開始することで、静止組織の信号強度が抑制された血流画像を生成する。このように、ｍＩＲ法を用いることで、差分画像を生成することなく血流画像を得る方式を以下では「ｍＩＲ差分レス方式」と呼ぶ。
【０００７】
さらに、Ｎ−Ｎ差分方式にｍＩＲ法を併用する方式も提案されている（例えば、非特許文献７参照）。この方法では、ＭＲＩ装置は、ｍＩＲ法を用いてタグ画像及びコントロール画像それぞれを生成したうえで、タグ画像とコントロール画像との差分画像を生成する。この方式を以下では「ｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００９−５６０７２号公報
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Edelmann RR et al. Radiology 192:512(1994)
【非特許文献２】木村徳典，「 Modified STAR using asymmetric inversion slabs (ASTAR)法による非侵襲血流イメージング」，日磁医誌2001;20(8)，374-385
【非特許文献３】Kwong KK，Chesler DA，koff RM，Donahue KM，et al.，"MR perfusion studies with T1-weighted echo planar imaging."，MRM(Mag. Reson. Med)，34:878-887 (1995)
【非特許文献４】Dixon WT et al.，MRM，18:257 (1991)
【非特許文献５】Non-enhanced Time-Resolved MRA using Inflow Arterial Spin Labeling，2009ISMRM，pp3487
【非特許文献６】Quantitative Dynamic MR Angiography using ASL based TrueFISP.，2009ISMRM，pp3635
【非特許文献７】Mani S et al.，MRM，37:898-905 (1997)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、従来のＮ−Ｎ差分方式では、静止組織を精度良く消すことができるものの、撮像時間が長くなるという課題があった。図１５は、従来のＮ−Ｎ差分方式におけるＴＩに対する信号変化を示す図である。図１５において、縦軸はタグ画像における信号強度（Ｓｔａｇ）を示しており、横軸はＴＩを示している。図１５に示すように、Ｎ−Ｎ差分方式では、ＴＩの変化に応じてタグ画像における静止組織の信号強度（図１５に示すＳｓｔａｔｉｏｎａｒｙ）が変化する。また、コントロール画像における信号強度もタグ画像と同様に変化する。このことから、静止組織を精度良く消すためには、ＴＩごとにタグ画像及びコントロール画像のペアを生成してＴＩごとに差分画像を生成する必要がある。したがって、Ｎ−Ｎ差分方式では、同じＴＩで２回のデータ収集（タグ画像用のデータ収集及びコントロール画像用のデータ収集）を行う必要があり、その結果、撮像時間が長くなっていた。
【００１１】
また、従来のｍＩＲ差分レス方式では、タグ画像のみを用いて血流画像を生成するため撮像時間が短縮されるものの、静止組織が精度良く消されるように領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することが難しいという課題があった。通常、撮像領域に含まれる静止組織には、脂肪や脳脊髄液、白質、灰白質など、複数の種類の組織が含まれる。しかし、ＲＦパルスの印加により励起されてから定常状態に回復するまでの時間を示す縦緩和時間（Ｔ１）は、組織の種類ごとに異なる。そのため、全ての種類の組織について縦磁化がゼロ付近に回復する時点が揃うように、領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することは難しい。例えば、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を２回に設定した場合には、脂肪などのＴＩが短い組織が残存しやすい。また、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を２回に設定してＴＩが短い組織の信号強度をゼロ付近にすることもできるが、この場合には、脳脊髄液などのＴＩが長い組織の信号強度をゼロ付近にすることができなくなる。なお、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を３回以上に増やすことで、複数種類の組織の信号強度をゼロ付近にすることもできるが、この場合には撮像時間が長くなってしまう。このように、ｍＩＲ差分レス方式では、静止組織が精度良く消されるように領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することのみによる背景抑制には限界があった。
【００１２】
なお、上記課題は、血流画像が撮像される場合に限って生じるものではなく、他の流体（例えば、脳脊髄液など）の流れを示す流体画像が撮像される場合にも同様に生じるものである。
【００１３】
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、撮像時間を短縮するとともに、静止組織の信号強度が精度良く消された流体画像を生成することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦパルスを印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集手段と、前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する画像再構成手段と、前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成手段と、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成手段とを備える。
【００１５】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、撮像領域の上流部分へのＲＦパルスの印加による流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦパルスを印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集手段と、前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のコントロール画像を再構成する画像再構成手段と、前記複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成手段と、前記複数のコントロール画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成手段とを備える。
【００１６】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、前記複数の画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、前記複数の画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部とを備える。
【００１７】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に撮像領域の磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、前記複数の画像の中から、前記撮像領域に標識化された流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を基準画像とし、前記複数の画像のうちの少なくとも１つと当該基準画像とを差分して流体画像を生成する流体画像生成部とを備える。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織の信号強度が精度良く消された流体画像を生成することが可能になるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】図１は、本実施例１に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施例１に係るＭＲＩ装置の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図３】図３は、本実施例１に係る計算機システムによる血流画像の生成手順を示すフローチャートである。
【図４】図４は、本実施例１に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図５】図５は、図４に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図６】図６は、図４に示す飽和パルス及び領域非選択ＩＲパルスの印加前後における縦磁化の時間変化を示す図である。
【図７】図７は、本実施例１に係る基準画像生成部による基準画像の候補の選択を説明するための図である。
【図８】図８は、本実施例１に係る血流画像生成部による血流画像の生成を説明するための図である。
【図９】図９は、実施例１の変形例に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図１０】図１０は、図９に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図１１】図１１は、本実施例２に係る計算機システムによる血流画像の生成手順を示すフローチャートである。
【図１２】図１２は、本実施例２に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図１３】図１３は、図１２に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図１４】図１４は、single tag & multi TI方式における信号強度の減衰を示す図である。
【図１５】図１５は、従来のＮ−Ｎ差分方式におけるＴＩに対する信号変化を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下に、ＭＲＩ装置の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、ＭＲＩの実施形態は以下に示すものに限定されない。例えば、以下に示す実施形態では血流画像が撮像される場合について説明するが、他の流体（例えば、脳脊髄液など）の流れを示す流体画像が撮像される場合にも同様に実施が可能である。
【００２１】
実施形態に係るＭＲＩ装置は、データ収集部と、画像再構成部と、基準画像生成部と、流体画像生成部とを備える。データ収集部は、ＲＦ波を撮像領域の上流部分に与えるか、又は、ＲＦ波を撮像領域のみに印加することにより、上流部分と撮像領域内とに縦磁化の大きさの差異を与える。画像再構成部は、前記データ収集部によって収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のラベル画像を再構成する。基準画像生成部は、前記複数のラベル画像に基づいて基準画像を生成する。流体画像生成部は、前記複数のラベル画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する。
【００２２】
（第１の実施形態）
最初に、ｍＩＲ差分レス方式に関する実施形態を第１の実施形態として説明する。図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成を示す図である。図１に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル（coil）２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンサ（sequencer）１０、ＥＣＧ（Electrocardiogram）センサ（sensor）２１、ＥＣＧユニット（unit）２２、及び計算機システム３０を備える。
【００２３】
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
【００２４】
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。
【００２５】
ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス（slice）選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード（encode）用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト（readout）用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
【００２６】
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、制御部３６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
【００２７】
送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。
【００２８】
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。
【００２９】
受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいてｋ空間データを生成する。具体的には、この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル（digital）変換することによってｋ空間データを生成する。このｋ空間データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、ＰＥ（Phase Encode）方向、ＲＯ（Read Out）方向、ＳＥ（Slice Encode）方向の空間周波数の情報が対応付けられている。そして、ｋ空間データを生成すると、受信部９は、そのｋ空間データをシーケンサ１０へ送信する。
【００３０】
シーケンサ１０は、計算機システム３０から送信されるシーケンス（sequence）情報に基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを行う。ここで、シーケンス情報とは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、スキャン（scan）を行うための手順を定義した情報である。
【００３１】
なお、シーケンサ１０は、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９からｋ空間データが送信されると、そのｋ空間データを計算機システム３０へ転送する。
【００３２】
ＥＣＧセンサ２１は、被検体Ｐの体表に付着され、被検体Ｐの心拍、脈波、呼吸などのＥＣＧ信号を電気信号として検出する。ＥＣＧユニット２２は、ＥＣＧセンサ２１により検出されたＥＣＧ信号にＡ／Ｄ変換処理やディレー処理を含む各種処理を施してゲート（gate）信号を生成し、生成したゲート信号をシーケンサ１０に送信する。
【００３３】
計算機システム３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム３０は、上述した各部を駆動することで、データ収集や画像再構成などを行う。この計算機システム３０は、インタフェース（intrerface）部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を有する。
【００３４】
インタフェース部３１は、計算機システム３０とシーケンサ１０との間でやり取りされる各種信号の送受信を制御する。例えば、このインタフェース部３１は、シーケンサ１０に対してシーケンス情報を送信し、シーケンサ１０からｋ空間データを受信する。ｋ空間データを受信すると、インタフェース部３１は、各ｋ空間データを被検体Ｐごとに記憶部３３に格納する。
【００３５】
画像再構成部３２は、記憶部３３によって記憶されたｋ空間データに対して後処理すなわちフーリエ（Fourier）変換等の再構成処理を施すことで、被検体Ｐの体内が描出された画像データを生成する。
【００３６】
記憶部３３は、インタフェース部３１により受信されたｋ空間データや、画像再構成部３２により生成された画像データなどを被検体Ｐごとに記憶する。
【００３７】
入力部３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部３４としては、マウス（mouse）やトラックボール（trackball）などのポインティングデバイス（pointing device）、モード切替スイッチ（switch）等の選択デバイス、あるいはキーボード（keyboard）等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
【００３８】
表示部３５は、制御部３６による制御のもと、スペクトラムデータ（spectrum data）あるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部３５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
【００３９】
制御部３６は、図示していないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ（memory）等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、この制御部３６は、入力部３４を介して操作者から受け付けられた各種指示に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンサ１０に送信することによってスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンサ１０から送られるｋ空間データに基づいて行われる画像の再構成を制御したりする。
【００４０】
このような構成のもと、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、シーケンサ１０が、ＴＩを変えながらコントロールモードを繰り返し実行する。なお、第１の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域（画像化領域）の上流部分へのＲＦ波の印加による血液の標識化を行わずに、撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間（以下、ＴＩ）が経過してから磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。すなわち、第１の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域内の血液にタグを付加する撮像モードをコントロールモードとして繰り返し実行する。そして、計算機システム３０が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する。また、計算機システム３０は、複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成し、複数のコントロール画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。
【００４１】
すなわち、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、ＴＩごとに生成された複数のコントロール画像を用いて基準画像を生成し、その基準画像と各コントロール画像との差分画像を生成する。このように、ＴＩごとに生成された複数の画像それぞれと、各画像の中から選択された基準画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−１差分方式」と呼ぶ。かかるＮ−１差分方式によれば、コントロール画像のみを用いることで撮像時間が短縮される。さらに、差分画像を生成することで血流以外の静止組織の信号強度が精度良く抑えられる。したがって、第１の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【００４２】
以下では、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００についてさらに具体的に説明する。図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図２は、図１に示したシーケンサ１０及び計算機システム３０を示している。また、図２は、計算機システム３０が有する機能部のうち、インタフェース部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を示している。
【００４３】
図２に示すように、記憶部３３は、撮像パラメータ（parameter）記憶部３３ａ、ｋ空間データ記憶部３３ｂ、及び画像データ記憶部３３ｃを有する。
【００４４】
撮像パラメータ記憶部３３ａは、血流画像を得るための撮像条件を設定するうえで必要な各種の撮像パラメータを記憶する。ｋ空間データ記憶部３３ｂは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信されたｋ空間データを記憶する。画像データ記憶部３３ｃは、画像再構成部３２によりｋ空間データから再構成された画像を記憶する。
【００４５】
また、制御部３６は、撮像条件設定部３６ａ、シーケンサ制御部３６ｂ、基準画像生成部３６ｃ、及び血流画像生成部３６ｄを有する。
【００４６】
撮像条件設定部３６ａは、入力部３４を介して操作者から受け付けられた各種指示と、撮像パラメータ記憶部３３ａにより記憶された撮像パラメータとに基づいて撮像条件を設定する。
【００４７】
シーケンサ制御部３６ｂは、撮像条件設定部３６ａにより設定された撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をインタフェース部３１を介してシーケンサ１０に送信する。また、シーケンサ制御部３６ｂは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信したｋ空間データをｋ空間データ記憶部３３ｂに格納する。
【００４８】
基準画像生成部３６ｃは、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。例えば、基準画像生成部３６ｃは、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をコントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。
【００４９】
血流画像生成部３６ｄは、画像再構成部３２により再構成された複数のコントロール画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する。また、血流画像生成部３６ｄは、生成した血流画像を表示部３５に表示させる。
【００５０】
次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による血流画像の生成手順について説明する。図３は、第１の実施形態に係る計算機システム３０による血流画像の生成手順を示すフローチャートである。図３に示すように、第１の実施形態では、制御部３０が操作者から撮像の開始指示を受け付けると（ステップ（step）Ｓ１１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。
【００５１】
まず、撮像条件設定部３６ａが、ＴＩを変えながらコントロールモードを繰り返し実行する撮像条件を設定する（ステップＳ１２）。なお、第１の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの撮像条件として、撮像領域に領域選択的な飽和パルスを印加することで撮像領域内の血液にタグを付加し、飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にデータ収集を行う撮像条件を設定する。
【００５２】
図４は、第１の実施形態に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図５は、図４に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。また、図６は、図４に示す飽和パルス及び領域非選択ＩＲパルスの印加前後における縦磁化の時間変化を示す図である。
【００５３】
図４に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩ３、ＴＩ４、・・・ＴＩｎの順でＴＩを変えながら繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔごとにコントロールモード（図４に示すｃｏｎｔｒｏｌ）を繰り返し実行する撮像条件を設定する。このとき、撮像条件設定部３６ａは、例えば、１００（最短）〜１６００ms程度の範囲で１００msごとにＴＩを設定する。
【００５４】
そして、コントロールモードでは、図４に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは９０°パルスである。例えば、図５に示すように、被検体Ｐの頭部に撮像領域４１が設定されていたとする。なお、図５に示す矢印は、撮像領域４１に流入する血流を示している。この場合には、例えば、飽和パルスＳＡＴは、撮像領域４１を包含する印加領域４２に印加される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加領域４２は撮像領域４１と一致していてもよい。また、飽和パルスＳＡＴを印加するタイミングは、例えば、ＥＣＧユニット２２により生成されるゲート信号に基づいて制御される。
【００５５】
飽和パルスＳＡＴが印加されると、印加領域４２内にある組織の磁化ベクトル（vector）が９０°倒れて縦磁化がゼロになる。図６は、Ｔ１＝２５０msの脂肪（ｆａｔ）、Ｔ１＝８００msの白質（ＷＭ：White Matter）及び灰白質（ＧＭ：Gray Matter）、Ｔ１＝３０００msの脳脊髄液（ＣＳＦ：Cerebrospinal Fluid）、印加領域４２内で飽和パルスＳＡＴの影響を受けたＴ１＝１２００msの静止血液（ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ ｂｌｏｏｄ）、印加領域４２に流入するＴ１＝１２００msの血液（ｉｎｆｌｏｗ ｂｌｏｏｄ）に関する縦磁化の変化を示している。また、図６は、ＴＩ１＝１２００msとした場合を示している。例えば、図６に示すように、ＴＩ＝０で飽和パルスＳＡＴが印加されると、各組織の縦磁化がゼロになる。
【００５６】
その後、時間の経過とともに、撮像領域４１内に含まれる組織の縦磁化は組織ごとのＴ１に応じて回復する。そして、データ収集（図４に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１は１８０°パルスである。この領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１は、例えば図５に示すように、撮像領域４１と撮像領域４１に流入する血液の上流部分とを含む印加領域４３に印加される。
【００５７】
そして、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加されると、印加領域４３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転して負値となる。例えば、図６に示すように、ＴＩ１＝１２００msからＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加されると、各組織の縦磁化が反転して負値となる。
【００５８】
その後、時間の経過とともに、撮像領域４１内に含まれる組織の縦磁化は組織ごとのＴ１に応じて回復する。そして、データ収集（図４に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２は１８０°パルスである。この領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２は、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１と同じく、図５に示す印加領域４３に印加される。
【００５９】
そして、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加されると、印加領域４３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。ここで、図６に示すように、ＴＩｎｓｓ２は、飽和パルスＳＡＴの印加領域４２に流入した血液の縦磁化が負値であり、かつ、信号を抑制すべき他の組織の縦磁化が正値となるタイミングで領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加されるように設定される。これにより、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された時点で、印加領域４２に流入した血液の縦磁化が正値に反転する一方、信号を抑制すべき組織の縦磁化は負値に反転することになる。
【００６０】
さらに、図６に示すように、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域４１からのデータ収集が開始される。例えば、図６は、脳の白質及び灰白質の信号強度が選択的に抑制されるようにデータ収集の開始タイミングが設定された場合を示している。このように、静止組織の信号強度が抑制されるようにデータ収集の開始タイミングを設定することで、静止組織の信号強度が抑えられたコントロール画像が得られる。
【００６１】
なお、第１の実施形態では、領域非選択ＩＲパルスが２回印加される場合について説明するが、領域非選択ＩＲパルスは１回又は３回以上印加されてもよい。
【００６２】
また、データ収集用の撮像シーケンスとしては、例えば、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）が用いられる。または、ＧＲＥ（Gradient Echo）やＦＳＥ（Fast Spin Echo）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）などが用いられてもよい。
【００６３】
図３の説明にもどって、撮像条件設定部３６ａにより撮像条件が設定されると、シーケンサ制御部３６ｂが、撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成してシーケンサ１０に送信する。そして、シーケンス情報を受信したシーケンサ１０が、撮像条件に基づいてスキャンを実施する（ステップＳ１３）。具体的には、シーケンサ１０は、撮像領域内に流入する血液又は撮像領域内の血液にタグを付加する領域選択的な飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した時点で磁気共鳴データの収集を開始するコントロールモードを、ＴＩを変えながら繰り返し実行する。
【００６４】
続いて、画像再構成部３２が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する（ステップＳ１４）。
【００６５】
その後、基準画像生成部３６ｃが、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のコントロール画像の中から基準画像の候補を選択する（ステップＳ１５）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像のうち、撮像領域に血液が流入する前のコントロール画像を選択する。または、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像のうち、撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後のコントロール画像を選択する。
【００６６】
図７は、第１の実施形態に係る基準画像生成部３６ｃによる基準画像の候補の選択を説明するための図である。図７は、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像に関する信号値の変化を示している。図７において、縦軸は信号強度（Ｓｔａｇ）を示しており、横軸はＴＩを示している。
【００６７】
なお、ここでいう信号値は、例えば、コントロール画像に含まれる複数の画素から画素値が閾値以上である画素を抽出し、抽出した画素値の平均値を求めることによって得られる。または、ここでいう信号値は、操作者によって血管部分に設定された関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）内に含まれる画素の画素値の平均値でもよい。
【００６８】
また、ここで用いられる閾値としては、例えば、空気を示す信号値を除去することができる程度の値があらかじめ設定される。または、例えば、閾値として、ＴＩが最も短いコントロール画像に含まれる画素の画素値の中で最大の画素値の５パーセント（percent）の値が用いられる。この場合は、全てのＴＩのコントロール画像について、同じ閾値が用いられる。
【００６９】
そして、例えば、基準画像生成部３６ｃは、血流が無い時点でのコントロール画像との間で信号強度の差が閾値以下となるコントロール画像を複数のコントロール画像から選択する。例えば、図７に示すように、ＴＩ＝ＴＩ１〜ＴＩｎに対応するコントロール画像が生成されていたとする。この場合には、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応するコントロール画像をそれぞれ基準画像の候補として選択する。すなわち、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩが十分に短いコントロール画像、又はＴＩが十分に長いコントロール画像をそれぞれ基準画像として選択する。なお、このとき選択される基準画像の候補は１つであってもよいし、複数であってもよい。
【００７０】
図３の説明にもどって、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補を選択した後に、選択した基準画像の候補から基準画像を生成する（ステップＳ１６）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、基準画像として選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。このように、複数の画像の平均画像を用いることで、基準画像のＳＮ比を向上させることができる。なお、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補として１つの画像を選択したときには、その画像を基準画像として用いる。すなわち、ここでいう基準画像の生成には、複数の画像から基準画像を生成することと、１つの画像を基準画像として用いることとが含まれる。
【００７１】
また、基準画像生成部３６ｃは、複数のコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいコントロール画像を用いて基準画像を生成してもよい。
【００７２】
なお、ここでは、基準画像生成部３６ｃが基準画像の候補を自動的に選択する場合について説明した。しかし、例えば、基準画像生成部３６ｃは、複数のコントロール画像の中から基準画像の候補とするコントロール画像を選択する操作を操作者から受け付け、操作者によって選択されたコントロール画像を用いて基準画像を生成してもよい。この場合は、例えば、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像を表示部３５に表示させ、表示された複数のコントロール画像の中から１つ又は複数のコントロール画像を選択する操作を操作者から受け付ける。または、例えば、基準画像生成部３６ｃは、図７に示したような、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像に関する信号値の変化を表す情報を表示部３５に表示させる。この場合は、基準画像生成部３６ｃは、１つ又は複数のコントロール画像を選択する操作として、表示された複数のコントロール画像に関する情報の中から１つ又は複数の情報を選択する操作を操作者から受け付ける。
【００７３】
その後、血流画像生成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数のコントロール画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する（ステップＳ１７）。
【００７４】
図８は、第１の実施形態に係る血流画像生成部３６ｄによる血流画像の生成を説明するための図である。図８において、縦軸は差分画像における信号強度（Ｓｓｕｂ）を示しており、横軸はＴＩを示している。また、図８は、図７に示したＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応するコントロール画像の平均画像が基準画像として生成された場合を示している。この場合には、図８に示すように、血流画像生成部３６ｄによって生成される各差分画像のうち、ＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応する差分画像の信号強度がほぼゼロになる。すなわち、血流画像生成部３６ｄにより生成される血流画像では、静止組織の信号強度がほぼゼロになるので、静止組織が精度良く消されることになる。
【００７５】
図３の説明にもどって、血流画像生成部３６ｄは、血流画像を生成した後に、生成した血流画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ１８）。このとき、例えば、血流画像生成部３６ｄは、生成した複数の血流画像を動態表示として表示部３５にシネ表示又は並列表示させる。
【００７６】
上述したように、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による血液の標識化を行わずに撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。そして、画像再構成部３２が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する。その後、基準画像生成部３６ｃが、複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。また、血流画像生成部３６ｄが、複数のコントロール画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。したがって、第１の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【００７７】
また、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、コントロールモードが実行される際に、撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、撮像領域及び当該撮像領域に流入する血液を含む範囲に非選択反転パルスを印加する。したがって、第１の実施形態によれば、静止組織の信号強度が抑えられたコントロール画像を再構成することができるので、より精度良く静止組織が消された血流画像を生成することが可能になる。
【００７８】
また、第１の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をコントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。したがって、第１の実施形態によれば、血流部分の信号強度を低下させることなく、血流画像を生成することができる。
【００７９】
また、第１の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。したがって、第１の実施形態によれば、基準画像のＳＮ比を向上させることができるので、より精度が高い血流画像を得ることが可能になる。
【００８０】
また、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰを用いる。一般的に、ＳＳＦＰでは、縦磁化を定常状態にするためにデータ収集の最初に複数のダミーパルス（dummy pulse）を印加する必要がある。そのため、ＳＳＦＰでは、ＴＩやＴｒｅｐｅａｔが長くなり、その結果、撮像時間も長くなる。しかし、第１の実施形態によれば、従来のｍＩＲ差分レス方式よりもダミーパルス数を削減できるので、最短のＴＩやＴｒｅｐｅａｔを短縮することができる。
【００８１】
なお、上記で説明した第１の実施形態の変形例として、例えば、シーケンサ１０が、磁気共鳴データを収集する前に、撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加するようにしてもよい。図９は、第１の実施形態の変形例に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図１０は、図９に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【００８２】
図９に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、データ収集（図９に示すｉｍａｇｉｎｇ）を開始する直前に、脂肪の信号強度を抑制するための飽和パルスｆａｔ−ＳＡＴを印加する。この飽和パルスｆａｔ−ＳＡＴは、例えば図１０に示すように、撮像領域４１を包含する印加領域５１に印加される。これにより、ＴＩを変化させた場合でも、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度がほぼ同じ強度になる。このうえで、血流画像生成部３６ｄが差分画像を生成することによって、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度を精度良く消すことができる。
（第２の実施形態）
【００８３】
次に、ｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式に関する実施形態を第２の実施形態として説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は図１及び２に示したものと同じである。
【００８４】
第２の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで撮像領域に流入する流体の標識化を行い、ＲＦ波を印加してからＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。そして、計算機システム３０が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する。また、計算機システム３０は、複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成し、その基準画像と各タグ画像との差分画像を生成する。
【００８５】
なお、第２の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による血流の標識化を行わずに、撮像領域にＲＦ波を印加した後にＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをタグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行する。また、計算機システム３０は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、タグ画像より少ない数のコントロール画像をさらに再構成する。
【００８６】
そして、計算機システム３０は、タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて１つの基準画像を生成し、生成した基準画像と複数のタグ画像それぞれとの差分画像を生成する。このように、タグ画像より少ない数のコントロール画像から１つの基準画像を生成し、各タグ画像と基準画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−Ｍ収集Ｎ−１差分方式」と呼ぶ。なお、Ｎ及びＭはいずれも自然数であり、１≦Ｍ＜Ｎである。
【００８７】
または、計算機システム３０は、タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて、複数の異なるＴＩにそれぞれ対応する複数の差分用コントロール画像を生成する。そして、計算機システム３０は、ＴＩごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する。このように、タグ画像より少ない数のコントロール画像からタグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成し、ＴＩごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−Ｍ収集Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【００８８】
以下では、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置による血流画像の生成手順について説明する。図１１は、第２の実施形態に係る計算機システム３０による血流画像の生成手順を示すフローチャートである。図１１に示すように、第２の実施形態では、制御部３０が操作者から撮像の開始指示を受け付けると（ステップＳ２１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。
【００８９】
まず、撮像条件設定部３６ａが、タグモード及びコントロールモードをそれぞれ実行する撮像条件を設定する。なお、第２の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、タグモードの撮像条件として、撮像領域と撮像領域の上流部分とを包含する領域にＩＲパルスを印加することで、その領域内の血液にタグを付加し、ＩＲパルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にイメージングを行う撮像条件を設定する。また、第２の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの撮像条件として、撮像領域にＩＲパルスを印加することで撮像領域内の血液にタグを付加し、飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にデータ収集を行う撮像条件を設定する。
【００９０】
なお、このとき、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩを変えながらタグモードが繰り返し実行されるとともに、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードが実行されるように撮像条件を設定する（ステップＳ２２）。
【００９１】
図１２は、第２の実施形態に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図１３は、図１２に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【００９２】
図１２に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩ３、ＴＩ４、・・・ＴＩｎの順でＴＩを変えながら、繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔごとにタグモード（図１２に示すｔａｇ）を繰り返し実行する撮像条件を設定する。このとき、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードについては、ＴＩ１〜ＴＩｎのうち一部のＴＩのみで実行されるように撮像条件を設定する。すなわち、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの実行回数がタグモードの実行回数より少なくなるように撮像条件を設定する。
【００９３】
このように、撮像条件設定部３６ａが、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードを実行するように撮像条件を設定することで、ＴＩごとにタグモード及びコントロールモードをそれぞれ実行する従来のＮ−Ｎ差分方式やｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式と比べて、撮像時間を短縮することができる。
【００９４】
そして、タグモードでは、図１２に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは、９０°パルスである。例えば、図１３に示すように、被検体Ｐの頭部に撮像領域６１が設定されていたとする。なお、図１３に示す矢印は、撮像領域６１に流入する血流を示している。この場合には、例えば、飽和パルスＳＡＴは、撮像領域６１を包含する印加領域６４に印加される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加領域６４は撮像領域６１と一致していてもよい。また、飽和パルスＳＡＴを印加するタイミングは、例えば、ＥＣＧユニット２２により生成されるゲート信号に基づいて制御される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加による各組織への影響は第１の実施形態で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【００９５】
飽和パルスＳＡＴに続いて、タグモード用のＩＲパルスｔａｇ ＩＲが印加される。ここで、ＩＲパルスｔａｇ ＩＲは１８０°パルスである。このＩＲパルスｔａｇ ＩＲは、例えば図１３に示すように、撮像領域６１と撮像領域６１の上流部分とを包含する印加領域６３に印加される。これにより、印加領域６３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。
【００９６】
その後、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。また、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加された後に、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、それぞれ１８０°パルスである。これら領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、例えば図１３に示すように、撮像領域６１と撮像領域６１の上流部分とを含む印加領域６５に印加される。なお、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２による各組織への影響は第１の実施形態１で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【００９７】
そして、第１の実施形態と同様に、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域６１からのデータ収集が開始される。
【００９８】
一方、コントロールモードでは、図１２に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは９０°パルスである。図１３に示す例では、例えば、飽和パルスＳＡＴは、タグモードと同様に印加領域６４に印加される。
【００９９】
飽和パルスＳＡＴに続いて、コントロールモード用のＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲが印加される。ここで、ＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲは１８０°パルスである。このＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲは、例えば図１３に示すように、撮像領域６１を包含する印加領域６２に印加される。これにより、印加領域６２内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。
【０１００】
その後、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。また、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加された後に、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。これら領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、例えば図１３に示すように、タグモードと同様に印加領域６５に印加される。なお、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２による各組織への影響は第１の実施形態で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【０１０１】
そして、第１の実施形態と同様に、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域６１からのデータ収集が開始される。
【０１０２】
なお、タグモード及びコントロールモードにおけるデータ収集用の撮像シーケンスとしては、第１の実施形態と同様に、例えば、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）が用いられる。または、ＧＲＥ（Gradient Echo）やＦＳＥ（Fast Spin Echo）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）などが用いられてもよい。
【０１０３】
また、撮像条件設定部３６ａは、タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件でコントロールモードを実行するように撮像条件を設定することが望ましい。これにより、データ収集を開始する直前に脂肪抑制パルスを印加しない場合でも、タグモードとコントロールモードとの間で静止組織の信号強度を揃えることができ、静止組織をさらに精度良く消すことが可能になる。
【０１０４】
なお、図１２では、タグモードとコントロールモードとが同じＴＩごとに実行される例を示した。しかし、例えば、撮像条件設定部３６ａは、全てのＴＩについてタグモードを実行した後に、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードが実行されるように撮像条件を設定してもよい。または、撮像条件設定部３６ａは、逆に、コントロールモードが実行された後にタグモードが実行されるように撮像条件を設定してもよい。
【０１０５】
図１１の説明にもどって、撮像条件設定部３６ａにより撮像条件が設定されると、シーケンサ制御部３６ｂが、撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成してシーケンサ１０に送信する。そして、シーケンス情報を受信したシーケンサ１０が、撮像条件に基づいてスキャンを実施する（ステップＳ２３）。具体的には、シーケンサ１０は、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩを変えながらタグモードを繰り返し実行するとともに、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードを実行する。
【０１０６】
続いて、画像再構成部３２が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のタグ画像を再構成する（ステップＳ２４）。さらに、画像再構成部３２は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて少なくとも１つのコントロール画像を再構成する（ステップＳ２５）。
【０１０７】
その後、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のタグ画像及びコントロール画像の中から基準画像の候補を選択する（ステップＳ２６）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、複数のタグ画像及びコントロール画像のうち、撮像領域に血液が流入する前の画像を選択する。または、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のタグ画像のうち、撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を選択する。なお、このとき選択される基準画像の候補は１つであってもよいし、複数であってもよい。
【０１０８】
図１１の説明にもどって、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補を選択した後に、選択した基準画像の候補から基準画像を生成する（ステップＳ２７）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、基準画像として選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。このように、複数の画像の平均画像を用いることで、基準画像のＳＮ比を向上させることができる。なお、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補として１つの画像を選択したときには、その画像を基準画像として用いる。すなわち、ここでいう基準画像の生成には、複数の画像から基準画像を生成することと、１つの画像を基準画像として用いることとが含まれる。
【０１０９】
また、基準画像生成部３６ｃは、複数のタグ画像及びコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さい画像を用いて基準画像を生成してもよい。
【０１１０】
その後、血流画像生成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数のタグ画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する（ステップＳ２８）。ここで、血流画像生成部３６ｄにより生成される血流画像では、第１の実施形態と同様に静止組織の信号強度がほぼゼロになり、静止組織が精度良く消されることになる。
【０１１１】
図１１の説明にもどって、血流画像生成部３６ｄは、血流画像を生成した後に、生成した血流画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ２９）。このとき、例えば、血流画像生成部３６ｄは、生成した複数の血流画像を動態表示として表示部３５にシネ表示又は並列表示させる。
【０１１２】
上述したように、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、撮像領域の少なくとも上流部分にＩＲパルスを印加することで、撮像領域に流入する血液の標識化を行い、ＩＲパルスを印加してから所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。また、シーケンサ１０は、撮像領域の上流部分へのＩＲパルスの印加による血液の標識化を行わずに撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをタグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行する。そして、画像再構成部３２が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のタグ画像を再構成する。また、画像再構成部３２は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて少なくとも１つのコントロール画像を再構成する。その後、基準画像生成部３６ｃが、複数のタグ画像及びコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。また、血流画像生成部３６ｄが、複数のタグ画像それぞれと基準画像との差分画像を流体画像として生成する。したがって、第２の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１３】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件でコントロールモードを実行する。したがって、例えば、データ収集を開始する直前に脂肪抑制パルスを印加しない場合でも、タグモードとコントロールモードとの間で静止組織の信号強度を揃えることができ、静止組織をさらに精度良く消すことが可能になる。
【０１１４】
なお、第２の実施形態では、撮像領域内の血液にタグを付加するＦＡＩＲ（Flow-sensitive Alternating Inversion Recovery）系の手法をシーケンサ１０が実施する場合について説明した。しかしながら、例えば、撮像領域内に流入する血液にタグを付加するＳＴＡＲ（Signal Targeting with Alternating Radio frequency）系の手法をシーケンサ１０が実施する場合でも同様に実施可能である。
【０１１５】
また、第２の実施形態では、１つの基準画像と複数のタグ画像それぞれとの差分画像を血流画像として生成することとした。しかしながら、例えば、コントロール画像を補間することでタグ画像と同じ数の基準画像を生成するようにしてもよい。この場合には、基準画像生成部３６ｃが、コントロール画像に基づいて複数の異なるＴＩにそれぞれ対応する複数の基準画像を生成する。そして、血流画像生成部３６ｄが、ＴＩごとにタグ画像と基準画像との差分画像を血流画像として生成する。
【０１１６】
例えば、基準画像生成部３６ｃは、モデル（model）関数のフィッティング（fitting）などの計算処理を行うことで、収集済みのタグ画像より少ない数のＴＩのコントロール画像から各タグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成する。少なくとも２つのコントロール画像がある場合には、基準画像生成部３６ｃは、線形近似することで複数の差分用コントロール画像を生成すればよい。また、３つのコントロール画像がある場合には、基準画像生成部３６ｃは、２次関数で近似することで複数の差分用コントロール画像を生成すればよい。
【０１１７】
このように、タグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成してＴＩごとに差分画像を生成することで、静止組織の信号強度がＴＩに依存して変化する場合でも、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１８】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、タグモード及びコントロールモードが実行される際に、第１の実施形態と同様に、撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、撮像領域及び当該撮像領域に流入する血液を含む範囲に非選択反転パルスを印加する。したがって、第２の実施形態によれば、静止組織の信号強度が抑えられたタグ画像を再構成することができるので、より精度良く静止組織が消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１９】
また、第２の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をタグ画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。したがって、第２の実施形態によれば、血流部分の信号強度を低下させることなく、血流画像を生成することができる。
【０１２０】
また、第２の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。したがって、第２の実施形態によれば、基準画像のＳＮ比を向上させることができるので、より精度が高い血流画像を得ることが可能になる。
【０１２１】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、第１の実施形態と同様に、磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰを用いる。一般的に、ＳＳＦＰは縦磁化を定常状態にするためにデータ収集の最初に複数のダミーパルスを印加する必要があるため、ＴＩやＴｒｅｐｅａｔが長くなる。そして、その結果、撮像時間も長くなる。しかし、第２の実施形態によれば、従来のｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式よりもダミーパルス数を削減できるので、最短のＴＩやＴｒｅｐｅａｔを短縮することができる。
【０１２２】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、第１の実施形態と同様に、磁気共鳴データの収集を開始する前に撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加してもよい。これにより、ＴＩを変化させた場合でも、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度がほぼ同じ強度になるので、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度を精度良く消すことができる。
【０１２３】
なお、第１及び第２の実施形態では、シーケンサ１０が、データ収集を行うごとにタグ付け用のＩＲパルスを印加するsingle tag & single TI方式を用いる場合について説明した。しかしながら、例えば、シーケンサ１０が、ＩＲパルスを１回印加した後に複数のデータ収集を連続して行うsingle tag & multi TI方式を用いる場合でも同様に実施可能である。
【０１２４】
なお、single tag & multi TI方式では、通常、縦磁化の回復が不十分になるため、ＴＩが長くなるにつれて各組織の信号強度が減衰する。図１４は、実施形態の変形例に係るsingle tag & multi TI方式における信号強度の減衰を示す図である。図１４に示すように、この場合には、タグ画像における静止組織の信号強度（図１４に示すＳｓｔａｔｉｏｎａｒｙ）がＴＩの増加とともに減衰する。そこで、例えば、生成された血流画像に対して縦緩和の補正を行うようにしてもよい。
【０１２５】
この場合には、血流画像生成部３６ｄが、血液のＴ１値に基づいて、血流画像に対してＴＩに応じた緩和補正を行う。例えば、血流画像生成部３６ｄは、血液のＴ１値をＴ１ｂｌｏｏｄとした場合に、血液の縦緩和を補正するための逆関数、１／ｅｘｐ［−ＴＩ／Ｔ１ｂｌｏｏｄ］をスケーリング（scaling）する補正を行う。または、例えば、血流画像生成部３６ｄは、ラベル後の待ち時間ＴＩや、ｍＩＲ法におけるＩＲパルスの数ｍ、血液のＴ１値Ｔ１ｂｌｏｏｄ、データ収集における励起パルスの繰り返し間隔ＴＲ（Repetition Time）、データ収集における１ショットごとのエンコード数Ｎ、タグ付け用のＩＲパルスの繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔを変数とする関数による補正を行う。なお、差分後の血流信号のみになれば、ＣＢＦ（Cerebral Blood Flow）の定量が目的ではなく、血管動態の形態イメージングが目的である場合には、信号強度のＴＩごとの補正は必ずしも行われなくてもよい。
【０１２６】
なお、上記実施形態１及び２では、撮像領域に対して領域非選択ＩＲパルスや飽和パルスを印加する場合について説明した。しかし、例えば、シーケンサ１０が、血流の標識化を行うためのＲＦ波を撮像領域の上流部分又は下流部分に印加し、そのＲＦ波を印加してからＴＩが経過するまでの間は撮像領域にＲＦ波を印加しないようにしてもよい。
【０１２７】
また、上記実施形態１及び２では、血流の標識化を行うために短期間の反転パルスを印加する場合について説明した。しかし、近年では、撮像領域に流入する血流の標識化を行う方法として、連続的又は間欠的に反転パルスを印加する方法もある。他の実施形態として、このような方法を用いることも可能である。この場合には、例えば、ＭＲＩ装置は、標識化を行うための反転パルスを撮像領域の上流側に連続的又は間欠的に印加し、反転パルスを印加してから撮像領域のイメージングを行う（高周波励起パルスを印加する）までの待ち時間ＴＩを固定又は変化させながら磁気共鳴データの収集を行う。また、ＭＲＩ装置は、収集された磁気共鳴データに基づいて、複数のＴＩに対応する複数のＭＲ画像を再構成する。そして、ＭＲＩ装置は、再構成した複数のＭＲ画像に基づいて基準画像を生成し、複数のＭＲ画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。または再構成した複数のＭＲ画像のうち、撮像領域の上流側の標識化領域でcontinuous またはpulsed continuous 反転パルスが印加された流体が撮像領域に到達していないＭＲ画像（タグ画像）を基準画像として用いても良い。また基準画像と差分されるＭＲ画像（タグ画像）は複数のＴＩに対応する複数のＭＲ画像それぞれではなく、１枚以上であれば良い。なお、標識化を行うための反転パルスはＲＦパルスに限られず、ＲＦ連続波であってもよい。ここでは、ＲＦパルスやＲＦ連続波を総称してＲＦ波と呼ぶ。
【０１２８】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１２９】
１００ ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
１０ シーケンサ
３０ 計算機システム
３２ 画像再構成部
３６ 制御部
３６ｃ 基準画像生成部
３６ｄ 血流画像生成部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、この励起にともなって発生する磁気共鳴信号から被検体内を表す画像を再構成する装置である。そして、従来、かかるＭＲＩ装置を用いて血流を撮像する方法がある（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
例えば、非造影で血流を撮像する方法の一例として、ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）がある（例えば、非特許文献１〜５参照）。ＡＳＬでは、一般的に、ＭＲＩ装置は、タグモードで撮像されたタグ画像とコントロールモードで撮像されたコントロール画像との差分画像を生成することで、静止組織が消された血流成分のみの画像を生成する。
【０００４】
ここでいうタグモードとは、例えば、撮像領域（画像化領域）を通る動脈の上流部分にＲＦパルスを印加することで、撮像領域に流入する血液にタグと呼ばれる標識（ラベルとも呼ばれる）を付加し、ＲＦパルスを印加してから所定のラベル後の待ち時間（Inversion Time：ＴＩ）が経過した後にイメージングを行う撮像モードである。また、コントロールモードとは、撮像領域の上流部分へのＲＦパルスの印加による流体の標識化を行わずに所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードである。すなわち、コントロールモードは、非造影ＭＲＡ（MR Angiography）の撮像モードのうちのタグモード以外の撮像モードである。かかるコントロールモードとしては、例えば、流体にタグ付けを行わずに非造影撮像を行うものや、撮像領域内の流体にタグ付けを行うもの、撮像領域の下流部分の流体にタグ付けするものなどがある。
【０００５】
また、ＴＩを変えながらＡＳＬを繰り返し行うことで、血流の動態画像を生成する方法もある。この方法では、ＭＲＩ装置は、タグ画像及びコントロール画像のペアをＴＩごとに生成し、血流成分のみを含む差分画像をＴＩごとに生成する。このように、複数のＴＩごとにタグ画像とコントロール画像とをペアで収集して各画像の差分画像を生成する方式を以下では「Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【０００６】
また、タグ画像とコントロール画像との差分画像を生成するのではなく、タグ画像のみを用いて血流画像を生成する方法もある。例えば、ｍＩＲ（Multiple IR）法と呼ばれる方法がある（例えば、非特許文献５〜７参照）。この方法では、ＭＲＩ装置は、撮像領域に対して領域選択的なサチュレーションパルスを印加した後に領域非選択反転（Inversion Recovery：ＩＲ）パルスを複数回印加する。そして、ＭＲＩ装置は、静止組織の縦磁化が縦緩和によって負値からゼロ付近に回復した時点で磁気共鳴データの収集を開始することで、静止組織の信号強度が抑制された血流画像を生成する。このように、ｍＩＲ法を用いることで、差分画像を生成することなく血流画像を得る方式を以下では「ｍＩＲ差分レス方式」と呼ぶ。
【０００７】
さらに、Ｎ−Ｎ差分方式にｍＩＲ法を併用する方式も提案されている（例えば、非特許文献７参照）。この方法では、ＭＲＩ装置は、ｍＩＲ法を用いてタグ画像及びコントロール画像それぞれを生成したうえで、タグ画像とコントロール画像との差分画像を生成する。この方式を以下では「ｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００９−５６０７２号公報
【非特許文献】
【０００９】
【非特許文献１】Edelmann RR et al. Radiology 192:512(1994)
【非特許文献２】木村徳典，「 Modified STAR using asymmetric inversion slabs (ASTAR)法による非侵襲血流イメージング」，日磁医誌2001;20(8)，374-385
【非特許文献３】Kwong KK，Chesler DA，koff RM，Donahue KM，et al.，"MR perfusion studies with T1-weighted echo planar imaging."，MRM(Mag. Reson. Med)，34:878-887 (1995)
【非特許文献４】Dixon WT et al.，MRM，18:257 (1991)
【非特許文献５】Non-enhanced Time-Resolved MRA using Inflow Arterial Spin Labeling，2009ISMRM，pp3487
【非特許文献６】Quantitative Dynamic MR Angiography using ASL based TrueFISP.，2009ISMRM，pp3635
【非特許文献７】Mani S et al.，MRM，37:898-905 (1997)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、従来のＮ−Ｎ差分方式では、静止組織を精度良く消すことができるものの、撮像時間が長くなるという課題があった。図１５は、従来のＮ−Ｎ差分方式におけるＴＩに対する信号変化を示す図である。図１５において、縦軸はタグ画像における信号強度（Ｓｔａｇ）を示しており、横軸はＴＩを示している。図１５に示すように、Ｎ−Ｎ差分方式では、ＴＩの変化に応じてタグ画像における静止組織の信号強度（図１５に示すＳｓｔａｔｉｏｎａｒｙ）が変化する。また、コントロール画像における信号強度もタグ画像と同様に変化する。このことから、静止組織を精度良く消すためには、ＴＩごとにタグ画像及びコントロール画像のペアを生成してＴＩごとに差分画像を生成する必要がある。したがって、Ｎ−Ｎ差分方式では、同じＴＩで２回のデータ収集（タグ画像用のデータ収集及びコントロール画像用のデータ収集）を行う必要があり、その結果、撮像時間が長くなっていた。
【００１１】
また、従来のｍＩＲ差分レス方式では、タグ画像のみを用いて血流画像を生成するため撮像時間が短縮されるものの、静止組織が精度良く消されるように領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することが難しいという課題があった。通常、撮像領域に含まれる静止組織には、脂肪や脳脊髄液、白質、灰白質など、複数の種類の組織が含まれる。しかし、ＲＦパルスの印加により励起されてから定常状態に回復するまでの時間を示す縦緩和時間（Ｔ１）は、組織の種類ごとに異なる。そのため、全ての種類の組織について縦磁化がゼロ付近に回復する時点が揃うように、領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することは難しい。例えば、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を２回に設定した場合には、脂肪などのＴＩが短い組織が残存しやすい。また、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を２回に設定してＴＩが短い組織の信号強度をゼロ付近にすることもできるが、この場合には、脳脊髄液などのＴＩが長い組織の信号強度をゼロ付近にすることができなくなる。なお、領域非選択ＩＲパルスの印加回数を３回以上に増やすことで、複数種類の組織の信号強度をゼロ付近にすることもできるが、この場合には撮像時間が長くなってしまう。このように、ｍＩＲ差分レス方式では、静止組織が精度良く消されるように領域非選択ＩＲパルスの印加回数及びデータ収集の開始タイミングを調整することのみによる背景抑制には限界があった。
【００１２】
なお、上記課題は、血流画像が撮像される場合に限って生じるものではなく、他の流体（例えば、脳脊髄液など）の流れを示す流体画像が撮像される場合にも同様に生じるものである。
【００１３】
本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、撮像時間を短縮するとともに、静止組織の信号強度が精度良く消された流体画像を生成することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明に係るＭＲＩ装置は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦパルスを印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集手段と、前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する画像再構成手段と、前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成手段と、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成手段とを備える。
【００１５】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、撮像領域の上流部分へのＲＦパルスの印加による流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦパルスを印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集手段と、前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のコントロール画像を再構成する画像再構成手段と、前記複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成手段と、前記複数のコントロール画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成手段とを備える。
【００１６】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、前記複数の画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、前記複数の画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部とを備える。
【００１７】
また、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に撮像領域の磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、前記複数の画像の中から、前記撮像領域に標識化された流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を基準画像とし、前記複数の画像のうちの少なくとも１つと当該基準画像とを差分して流体画像を生成する流体画像生成部とを備える。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織の信号強度が精度良く消された流体画像を生成することが可能になるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】図１は、本実施例１に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。
【図２】図２は、本実施例１に係るＭＲＩ装置の詳細な構成を示す機能ブロック図である。
【図３】図３は、本実施例１に係る計算機システムによる血流画像の生成手順を示すフローチャートである。
【図４】図４は、本実施例１に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図５】図５は、図４に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図６】図６は、図４に示す飽和パルス及び領域非選択ＩＲパルスの印加前後における縦磁化の時間変化を示す図である。
【図７】図７は、本実施例１に係る基準画像生成部による基準画像の候補の選択を説明するための図である。
【図８】図８は、本実施例１に係る血流画像生成部による血流画像の生成を説明するための図である。
【図９】図９は、実施例１の変形例に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図１０】図１０は、図９に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図１１】図１１は、本実施例２に係る計算機システムによる血流画像の生成手順を示すフローチャートである。
【図１２】図１２は、本実施例２に係る撮像条件設定部により設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。
【図１３】図１３は、図１２に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【図１４】図１４は、single tag & multi TI方式における信号強度の減衰を示す図である。
【図１５】図１５は、従来のＮ−Ｎ差分方式におけるＴＩに対する信号変化を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下に、ＭＲＩ装置の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、ＭＲＩの実施形態は以下に示すものに限定されない。例えば、以下に示す実施形態では血流画像が撮像される場合について説明するが、他の流体（例えば、脳脊髄液など）の流れを示す流体画像が撮像される場合にも同様に実施が可能である。
【００２１】
実施形態に係るＭＲＩ装置は、データ収集部と、画像再構成部と、基準画像生成部と、流体画像生成部とを備える。データ収集部は、ＲＦ波を撮像領域の上流部分に与えるか、又は、ＲＦ波を撮像領域のみに印加することにより、上流部分と撮像領域内とに縦磁化の大きさの差異を与える。画像再構成部は、前記データ収集部によって収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のラベル画像を再構成する。基準画像生成部は、前記複数のラベル画像に基づいて基準画像を生成する。流体画像生成部は、前記複数のラベル画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する。
【００２２】
（第１の実施形態）
最初に、ｍＩＲ差分レス方式に関する実施形態を第１の実施形態として説明する。図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成を示す図である。図１に示すように、このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル（coil）２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンサ（sequencer）１０、ＥＣＧ（Electrocardiogram）センサ（sensor）２１、ＥＣＧユニット（unit）２２、及び計算機システム３０を備える。
【００２３】
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
【００２４】
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。
【００２５】
ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス（slice）選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード（encode）用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト（readout）用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
【００２６】
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、制御部３６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
【００２７】
送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。
【００２８】
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。
【００２９】
受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいてｋ空間データを生成する。具体的には、この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル（digital）変換することによってｋ空間データを生成する。このｋ空間データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、ＰＥ（Phase Encode）方向、ＲＯ（Read Out）方向、ＳＥ（Slice Encode）方向の空間周波数の情報が対応付けられている。そして、ｋ空間データを生成すると、受信部９は、そのｋ空間データをシーケンサ１０へ送信する。
【００３０】
シーケンサ１０は、計算機システム３０から送信されるシーケンス（sequence）情報に基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを行う。ここで、シーケンス情報とは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、スキャン（scan）を行うための手順を定義した情報である。
【００３１】
なお、シーケンサ１０は、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９からｋ空間データが送信されると、そのｋ空間データを計算機システム３０へ転送する。
【００３２】
ＥＣＧセンサ２１は、被検体Ｐの体表に付着され、被検体Ｐの心拍、脈波、呼吸などのＥＣＧ信号を電気信号として検出する。ＥＣＧユニット２２は、ＥＣＧセンサ２１により検出されたＥＣＧ信号にＡ／Ｄ変換処理やディレー処理を含む各種処理を施してゲート（gate）信号を生成し、生成したゲート信号をシーケンサ１０に送信する。
【００３３】
計算機システム３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム３０は、上述した各部を駆動することで、データ収集や画像再構成などを行う。この計算機システム３０は、インタフェース（intrerface）部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を有する。
【００３４】
インタフェース部３１は、計算機システム３０とシーケンサ１０との間でやり取りされる各種信号の送受信を制御する。例えば、このインタフェース部３１は、シーケンサ１０に対してシーケンス情報を送信し、シーケンサ１０からｋ空間データを受信する。ｋ空間データを受信すると、インタフェース部３１は、各ｋ空間データを被検体Ｐごとに記憶部３３に格納する。
【００３５】
画像再構成部３２は、記憶部３３によって記憶されたｋ空間データに対して後処理すなわちフーリエ（Fourier）変換等の再構成処理を施すことで、被検体Ｐの体内が描出された画像データを生成する。
【００３６】
記憶部３３は、インタフェース部３１により受信されたｋ空間データや、画像再構成部３２により生成された画像データなどを被検体Ｐごとに記憶する。
【００３７】
入力部３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部３４としては、マウス（mouse）やトラックボール（trackball）などのポインティングデバイス（pointing device）、モード切替スイッチ（switch）等の選択デバイス、あるいはキーボード（keyboard）等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
【００３８】
表示部３５は、制御部３６による制御のもと、スペクトラムデータ（spectrum data）あるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部３５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
【００３９】
制御部３６は、図示していないＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ（memory）等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、この制御部３６は、入力部３４を介して操作者から受け付けられた各種指示に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンサ１０に送信することによってスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンサ１０から送られるｋ空間データに基づいて行われる画像の再構成を制御したりする。
【００４０】
このような構成のもと、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、シーケンサ１０が、ＴＩを変えながらコントロールモードを繰り返し実行する。なお、第１の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域（画像化領域）の上流部分へのＲＦ波の印加による血液の標識化を行わずに、撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間（以下、ＴＩ）が経過してから磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。すなわち、第１の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域内の血液にタグを付加する撮像モードをコントロールモードとして繰り返し実行する。そして、計算機システム３０が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する。また、計算機システム３０は、複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成し、複数のコントロール画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。
【００４１】
すなわち、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、ＴＩごとに生成された複数のコントロール画像を用いて基準画像を生成し、その基準画像と各コントロール画像との差分画像を生成する。このように、ＴＩごとに生成された複数の画像それぞれと、各画像の中から選択された基準画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−１差分方式」と呼ぶ。かかるＮ−１差分方式によれば、コントロール画像のみを用いることで撮像時間が短縮される。さらに、差分画像を生成することで血流以外の静止組織の信号強度が精度良く抑えられる。したがって、第１の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【００４２】
以下では、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００についてさらに具体的に説明する。図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の詳細な構成を示す機能ブロック図である。図２は、図１に示したシーケンサ１０及び計算機システム３０を示している。また、図２は、計算機システム３０が有する機能部のうち、インタフェース部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を示している。
【００４３】
図２に示すように、記憶部３３は、撮像パラメータ（parameter）記憶部３３ａ、ｋ空間データ記憶部３３ｂ、及び画像データ記憶部３３ｃを有する。
【００４４】
撮像パラメータ記憶部３３ａは、血流画像を得るための撮像条件を設定するうえで必要な各種の撮像パラメータを記憶する。ｋ空間データ記憶部３３ｂは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信されたｋ空間データを記憶する。画像データ記憶部３３ｃは、画像再構成部３２によりｋ空間データから再構成された画像を記憶する。
【００４５】
また、制御部３６は、撮像条件設定部３６ａ、シーケンサ制御部３６ｂ、基準画像生成部３６ｃ、及び血流画像生成部３６ｄを有する。
【００４６】
撮像条件設定部３６ａは、入力部３４を介して操作者から受け付けられた各種指示と、撮像パラメータ記憶部３３ａにより記憶された撮像パラメータとに基づいて撮像条件を設定する。
【００４７】
シーケンサ制御部３６ｂは、撮像条件設定部３６ａにより設定された撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をインタフェース部３１を介してシーケンサ１０に送信する。また、シーケンサ制御部３６ｂは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信したｋ空間データをｋ空間データ記憶部３３ｂに格納する。
【００４８】
基準画像生成部３６ｃは、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。例えば、基準画像生成部３６ｃは、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をコントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。
【００４９】
血流画像生成部３６ｄは、画像再構成部３２により再構成された複数のコントロール画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する。また、血流画像生成部３６ｄは、生成した血流画像を表示部３５に表示させる。
【００５０】
次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００による血流画像の生成手順について説明する。図３は、第１の実施形態に係る計算機システム３０による血流画像の生成手順を示すフローチャートである。図３に示すように、第１の実施形態では、制御部３０が操作者から撮像の開始指示を受け付けると（ステップ（step）Ｓ１１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。
【００５１】
まず、撮像条件設定部３６ａが、ＴＩを変えながらコントロールモードを繰り返し実行する撮像条件を設定する（ステップＳ１２）。なお、第１の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの撮像条件として、撮像領域に領域選択的な飽和パルスを印加することで撮像領域内の血液にタグを付加し、飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にデータ収集を行う撮像条件を設定する。
【００５２】
図４は、第１の実施形態に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図５は、図４に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。また、図６は、図４に示す飽和パルス及び領域非選択ＩＲパルスの印加前後における縦磁化の時間変化を示す図である。
【００５３】
図４に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩ３、ＴＩ４、・・・ＴＩｎの順でＴＩを変えながら繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔごとにコントロールモード（図４に示すｃｏｎｔｒｏｌ）を繰り返し実行する撮像条件を設定する。このとき、撮像条件設定部３６ａは、例えば、１００（最短）〜１６００ms程度の範囲で１００msごとにＴＩを設定する。
【００５４】
そして、コントロールモードでは、図４に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは９０°パルスである。例えば、図５に示すように、被検体Ｐの頭部に撮像領域４１が設定されていたとする。なお、図５に示す矢印は、撮像領域４１に流入する血流を示している。この場合には、例えば、飽和パルスＳＡＴは、撮像領域４１を包含する印加領域４２に印加される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加領域４２は撮像領域４１と一致していてもよい。また、飽和パルスＳＡＴを印加するタイミングは、例えば、ＥＣＧユニット２２により生成されるゲート信号に基づいて制御される。
【００５５】
飽和パルスＳＡＴが印加されると、印加領域４２内にある組織の磁化ベクトル（vector）が９０°倒れて縦磁化がゼロになる。図６は、Ｔ１＝２５０msの脂肪（ｆａｔ）、Ｔ１＝８００msの白質（ＷＭ：White Matter）及び灰白質（ＧＭ：Gray Matter）、Ｔ１＝３０００msの脳脊髄液（ＣＳＦ：Cerebrospinal Fluid）、印加領域４２内で飽和パルスＳＡＴの影響を受けたＴ１＝１２００msの静止血液（ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ ｂｌｏｏｄ）、印加領域４２に流入するＴ１＝１２００msの血液（ｉｎｆｌｏｗ ｂｌｏｏｄ）に関する縦磁化の変化を示している。また、図６は、ＴＩ１＝１２００msとした場合を示している。例えば、図６に示すように、ＴＩ＝０で飽和パルスＳＡＴが印加されると、各組織の縦磁化がゼロになる。
【００５６】
その後、時間の経過とともに、撮像領域４１内に含まれる組織の縦磁化は組織ごとのＴ１に応じて回復する。そして、データ収集（図４に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１は１８０°パルスである。この領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１は、例えば図５に示すように、撮像領域４１と撮像領域４１に流入する血液の上流部分とを含む印加領域４３に印加される。
【００５７】
そして、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加されると、印加領域４３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転して負値となる。例えば、図６に示すように、ＴＩ１＝１２００msからＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加されると、各組織の縦磁化が反転して負値となる。
【００５８】
その後、時間の経過とともに、撮像領域４１内に含まれる組織の縦磁化は組織ごとのＴ１に応じて回復する。そして、データ収集（図４に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２は１８０°パルスである。この領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２は、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１と同じく、図５に示す印加領域４３に印加される。
【００５９】
そして、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加されると、印加領域４３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。ここで、図６に示すように、ＴＩｎｓｓ２は、飽和パルスＳＡＴの印加領域４２に流入した血液の縦磁化が負値であり、かつ、信号を抑制すべき他の組織の縦磁化が正値となるタイミングで領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加されるように設定される。これにより、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された時点で、印加領域４２に流入した血液の縦磁化が正値に反転する一方、信号を抑制すべき組織の縦磁化は負値に反転することになる。
【００６０】
さらに、図６に示すように、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域４１からのデータ収集が開始される。例えば、図６は、脳の白質及び灰白質の信号強度が選択的に抑制されるようにデータ収集の開始タイミングが設定された場合を示している。このように、静止組織の信号強度が抑制されるようにデータ収集の開始タイミングを設定することで、静止組織の信号強度が抑えられたコントロール画像が得られる。
【００６１】
なお、第１の実施形態では、領域非選択ＩＲパルスが２回印加される場合について説明するが、領域非選択ＩＲパルスは１回又は３回以上印加されてもよい。
【００６２】
また、データ収集用の撮像シーケンスとしては、例えば、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）が用いられる。または、ＧＲＥ（Gradient Echo）やＦＳＥ（Fast Spin Echo）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）などが用いられてもよい。
【００６３】
図３の説明にもどって、撮像条件設定部３６ａにより撮像条件が設定されると、シーケンサ制御部３６ｂが、撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成してシーケンサ１０に送信する。そして、シーケンス情報を受信したシーケンサ１０が、撮像条件に基づいてスキャンを実施する（ステップＳ１３）。具体的には、シーケンサ１０は、撮像領域内に流入する血液又は撮像領域内の血液にタグを付加する領域選択的な飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した時点で磁気共鳴データの収集を開始するコントロールモードを、ＴＩを変えながら繰り返し実行する。
【００６４】
続いて、画像再構成部３２が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する（ステップＳ１４）。
【００６５】
その後、基準画像生成部３６ｃが、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のコントロール画像の中から基準画像の候補を選択する（ステップＳ１５）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像のうち、撮像領域に血液が流入する前のコントロール画像を選択する。または、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像のうち、撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後のコントロール画像を選択する。
【００６６】
図７は、第１の実施形態に係る基準画像生成部３６ｃによる基準画像の候補の選択を説明するための図である。図７は、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像に関する信号値の変化を示している。図７において、縦軸は信号強度（Ｓｔａｇ）を示しており、横軸はＴＩを示している。
【００６７】
なお、ここでいう信号値は、例えば、コントロール画像に含まれる複数の画素から画素値が閾値以上である画素を抽出し、抽出した画素値の平均値を求めることによって得られる。または、ここでいう信号値は、操作者によって血管部分に設定された関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）内に含まれる画素の画素値の平均値でもよい。
【００６８】
また、ここで用いられる閾値としては、例えば、空気を示す信号値を除去することができる程度の値があらかじめ設定される。または、例えば、閾値として、ＴＩが最も短いコントロール画像に含まれる画素の画素値の中で最大の画素値の５パーセント（percent）の値が用いられる。この場合は、全てのＴＩのコントロール画像について、同じ閾値が用いられる。
【００６９】
そして、例えば、基準画像生成部３６ｃは、血流が無い時点でのコントロール画像との間で信号強度の差が閾値以下となるコントロール画像を複数のコントロール画像から選択する。例えば、図７に示すように、ＴＩ＝ＴＩ１〜ＴＩｎに対応するコントロール画像が生成されていたとする。この場合には、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応するコントロール画像をそれぞれ基準画像の候補として選択する。すなわち、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩが十分に短いコントロール画像、又はＴＩが十分に長いコントロール画像をそれぞれ基準画像として選択する。なお、このとき選択される基準画像の候補は１つであってもよいし、複数であってもよい。
【００７０】
図３の説明にもどって、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補を選択した後に、選択した基準画像の候補から基準画像を生成する（ステップＳ１６）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、基準画像として選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。このように、複数の画像の平均画像を用いることで、基準画像のＳＮ比を向上させることができる。なお、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補として１つの画像を選択したときには、その画像を基準画像として用いる。すなわち、ここでいう基準画像の生成には、複数の画像から基準画像を生成することと、１つの画像を基準画像として用いることとが含まれる。
【００７１】
また、基準画像生成部３６ｃは、複数のコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいコントロール画像を用いて基準画像を生成してもよい。
【００７２】
なお、ここでは、基準画像生成部３６ｃが基準画像の候補を自動的に選択する場合について説明した。しかし、例えば、基準画像生成部３６ｃは、複数のコントロール画像の中から基準画像の候補とするコントロール画像を選択する操作を操作者から受け付け、操作者によって選択されたコントロール画像を用いて基準画像を生成してもよい。この場合は、例えば、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像を表示部３５に表示させ、表示された複数のコントロール画像の中から１つ又は複数のコントロール画像を選択する操作を操作者から受け付ける。または、例えば、基準画像生成部３６ｃは、図７に示したような、ＴＩごとに再構成された複数のコントロール画像に関する信号値の変化を表す情報を表示部３５に表示させる。この場合は、基準画像生成部３６ｃは、１つ又は複数のコントロール画像を選択する操作として、表示された複数のコントロール画像に関する情報の中から１つ又は複数の情報を選択する操作を操作者から受け付ける。
【００７３】
その後、血流画像生成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数のコントロール画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する（ステップＳ１７）。
【００７４】
図８は、第１の実施形態に係る血流画像生成部３６ｄによる血流画像の生成を説明するための図である。図８において、縦軸は差分画像における信号強度（Ｓｓｕｂ）を示しており、横軸はＴＩを示している。また、図８は、図７に示したＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応するコントロール画像の平均画像が基準画像として生成された場合を示している。この場合には、図８に示すように、血流画像生成部３６ｄによって生成される各差分画像のうち、ＴＩ＝ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩｎ−１及びＴＩｎに対応する差分画像の信号強度がほぼゼロになる。すなわち、血流画像生成部３６ｄにより生成される血流画像では、静止組織の信号強度がほぼゼロになるので、静止組織が精度良く消されることになる。
【００７５】
図３の説明にもどって、血流画像生成部３６ｄは、血流画像を生成した後に、生成した血流画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ１８）。このとき、例えば、血流画像生成部３６ｄは、生成した複数の血流画像を動態表示として表示部３５にシネ表示又は並列表示させる。
【００７６】
上述したように、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による血液の標識化を行わずに撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。そして、画像再構成部３２が、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のコントロール画像を再構成する。その後、基準画像生成部３６ｃが、複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。また、血流画像生成部３６ｄが、複数のコントロール画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。したがって、第１の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【００７７】
また、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、コントロールモードが実行される際に、撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、撮像領域及び当該撮像領域に流入する血液を含む範囲に非選択反転パルスを印加する。したがって、第１の実施形態によれば、静止組織の信号強度が抑えられたコントロール画像を再構成することができるので、より精度良く静止組織が消された血流画像を生成することが可能になる。
【００７８】
また、第１の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をコントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。したがって、第１の実施形態によれば、血流部分の信号強度を低下させることなく、血流画像を生成することができる。
【００７９】
また、第１の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。したがって、第１の実施形態によれば、基準画像のＳＮ比を向上させることができるので、より精度が高い血流画像を得ることが可能になる。
【００８０】
また、第１の実施形態では、シーケンサ１０が、磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰを用いる。一般的に、ＳＳＦＰでは、縦磁化を定常状態にするためにデータ収集の最初に複数のダミーパルス（dummy pulse）を印加する必要がある。そのため、ＳＳＦＰでは、ＴＩやＴｒｅｐｅａｔが長くなり、その結果、撮像時間も長くなる。しかし、第１の実施形態によれば、従来のｍＩＲ差分レス方式よりもダミーパルス数を削減できるので、最短のＴＩやＴｒｅｐｅａｔを短縮することができる。
【００８１】
なお、上記で説明した第１の実施形態の変形例として、例えば、シーケンサ１０が、磁気共鳴データを収集する前に、撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加するようにしてもよい。図９は、第１の実施形態の変形例に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図１０は、図９に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【００８２】
図９に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、データ収集（図９に示すｉｍａｇｉｎｇ）を開始する直前に、脂肪の信号強度を抑制するための飽和パルスｆａｔ−ＳＡＴを印加する。この飽和パルスｆａｔ−ＳＡＴは、例えば図１０に示すように、撮像領域４１を包含する印加領域５１に印加される。これにより、ＴＩを変化させた場合でも、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度がほぼ同じ強度になる。このうえで、血流画像生成部３６ｄが差分画像を生成することによって、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度を精度良く消すことができる。
（第２の実施形態）
【００８３】
次に、ｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式に関する実施形態を第２の実施形態として説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は図１及び２に示したものと同じである。
【００８４】
第２の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで撮像領域に流入する流体の標識化を行い、ＲＦ波を印加してからＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。そして、計算機システム３０が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する。また、計算機システム３０は、複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成し、その基準画像と各タグ画像との差分画像を生成する。
【００８５】
なお、第２の実施形態では、シーケンサ１０は、撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による血流の標識化を行わずに、撮像領域にＲＦ波を印加した後にＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをタグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行する。また、計算機システム３０は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、タグ画像より少ない数のコントロール画像をさらに再構成する。
【００８６】
そして、計算機システム３０は、タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて１つの基準画像を生成し、生成した基準画像と複数のタグ画像それぞれとの差分画像を生成する。このように、タグ画像より少ない数のコントロール画像から１つの基準画像を生成し、各タグ画像と基準画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−Ｍ収集Ｎ−１差分方式」と呼ぶ。なお、Ｎ及びＭはいずれも自然数であり、１≦Ｍ＜Ｎである。
【００８７】
または、計算機システム３０は、タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて、複数の異なるＴＩにそれぞれ対応する複数の差分用コントロール画像を生成する。そして、計算機システム３０は、ＴＩごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する。このように、タグ画像より少ない数のコントロール画像からタグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成し、ＴＩごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する方式を「Ｎ−Ｍ収集Ｎ−Ｎ差分方式」と呼ぶ。
【００８８】
以下では、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置による血流画像の生成手順について説明する。図１１は、第２の実施形態に係る計算機システム３０による血流画像の生成手順を示すフローチャートである。図１１に示すように、第２の実施形態では、制御部３０が操作者から撮像の開始指示を受け付けると（ステップＳ２１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。
【００８９】
まず、撮像条件設定部３６ａが、タグモード及びコントロールモードをそれぞれ実行する撮像条件を設定する。なお、第２の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、タグモードの撮像条件として、撮像領域と撮像領域の上流部分とを包含する領域にＩＲパルスを印加することで、その領域内の血液にタグを付加し、ＩＲパルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にイメージングを行う撮像条件を設定する。また、第２の実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの撮像条件として、撮像領域にＩＲパルスを印加することで撮像領域内の血液にタグを付加し、飽和パルスを印加してから所定のＴＩが経過した後にデータ収集を行う撮像条件を設定する。
【００９０】
なお、このとき、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩを変えながらタグモードが繰り返し実行されるとともに、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードが実行されるように撮像条件を設定する（ステップＳ２２）。
【００９１】
図１２は、第２の実施形態に係る撮像条件設定部３６ａにより設定される撮像条件の一例を示すタイムチャートである。また、図１３は、図１２に示す各パルスの印加領域及び撮像領域の一例を示す図である。
【００９２】
図１２に示すように、例えば、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩ１、ＴＩ２、ＴＩ３、ＴＩ４、・・・ＴＩｎの順でＴＩを変えながら、繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔごとにタグモード（図１２に示すｔａｇ）を繰り返し実行する撮像条件を設定する。このとき、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードについては、ＴＩ１〜ＴＩｎのうち一部のＴＩのみで実行されるように撮像条件を設定する。すなわち、撮像条件設定部３６ａは、コントロールモードの実行回数がタグモードの実行回数より少なくなるように撮像条件を設定する。
【００９３】
このように、撮像条件設定部３６ａが、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードを実行するように撮像条件を設定することで、ＴＩごとにタグモード及びコントロールモードをそれぞれ実行する従来のＮ−Ｎ差分方式やｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式と比べて、撮像時間を短縮することができる。
【００９４】
そして、タグモードでは、図１２に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは、９０°パルスである。例えば、図１３に示すように、被検体Ｐの頭部に撮像領域６１が設定されていたとする。なお、図１３に示す矢印は、撮像領域６１に流入する血流を示している。この場合には、例えば、飽和パルスＳＡＴは、撮像領域６１を包含する印加領域６４に印加される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加領域６４は撮像領域６１と一致していてもよい。また、飽和パルスＳＡＴを印加するタイミングは、例えば、ＥＣＧユニット２２により生成されるゲート信号に基づいて制御される。なお、飽和パルスＳＡＴの印加による各組織への影響は第１の実施形態で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【００９５】
飽和パルスＳＡＴに続いて、タグモード用のＩＲパルスｔａｇ ＩＲが印加される。ここで、ＩＲパルスｔａｇ ＩＲは１８０°パルスである。このＩＲパルスｔａｇ ＩＲは、例えば図１３に示すように、撮像領域６１と撮像領域６１の上流部分とを包含する印加領域６３に印加される。これにより、印加領域６３内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。
【００９６】
その後、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。また、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加された後に、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、それぞれ１８０°パルスである。これら領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、例えば図１３に示すように、撮像領域６１と撮像領域６１の上流部分とを含む印加領域６５に印加される。なお、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２による各組織への影響は第１の実施形態１で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【００９７】
そして、第１の実施形態と同様に、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域６１からのデータ収集が開始される。
【００９８】
一方、コントロールモードでは、図１２に示すように、まず、撮像領域に対して領域選択的な飽和パルスＳＡＴが印加される。ここで、飽和パルスＳＡＴは９０°パルスである。図１３に示す例では、例えば、飽和パルスＳＡＴは、タグモードと同様に印加領域６４に印加される。
【００９９】
飽和パルスＳＡＴに続いて、コントロールモード用のＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲが印加される。ここで、ＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲは１８０°パルスである。このＩＲパルスｃｏｎｔｒｏｌ ＩＲは、例えば図１３に示すように、撮像領域６１を包含する印加領域６２に印加される。これにより、印加領域６２内にある組織の磁化ベクトルが１８０°反転する。
【０１００】
その後、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、１番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。また、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加された後に、データ収集（図１２に示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。これら領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、例えば図１３に示すように、タグモードと同様に印加領域６５に印加される。なお、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２による各組織への影響は第１の実施形態で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。
【０１０１】
そして、第１の実施形態と同様に、２番目の領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加された後に、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで撮像領域６１からのデータ収集が開始される。
【０１０２】
なお、タグモード及びコントロールモードにおけるデータ収集用の撮像シーケンスとしては、第１の実施形態と同様に、例えば、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）が用いられる。または、ＧＲＥ（Gradient Echo）やＦＳＥ（Fast Spin Echo）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）などが用いられてもよい。
【０１０３】
また、撮像条件設定部３６ａは、タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件でコントロールモードを実行するように撮像条件を設定することが望ましい。これにより、データ収集を開始する直前に脂肪抑制パルスを印加しない場合でも、タグモードとコントロールモードとの間で静止組織の信号強度を揃えることができ、静止組織をさらに精度良く消すことが可能になる。
【０１０４】
なお、図１２では、タグモードとコントロールモードとが同じＴＩごとに実行される例を示した。しかし、例えば、撮像条件設定部３６ａは、全てのＴＩについてタグモードを実行した後に、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードが実行されるように撮像条件を設定してもよい。または、撮像条件設定部３６ａは、逆に、コントロールモードが実行された後にタグモードが実行されるように撮像条件を設定してもよい。
【０１０５】
図１１の説明にもどって、撮像条件設定部３６ａにより撮像条件が設定されると、シーケンサ制御部３６ｂが、撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成してシーケンサ１０に送信する。そして、シーケンス情報を受信したシーケンサ１０が、撮像条件に基づいてスキャンを実施する（ステップＳ２３）。具体的には、シーケンサ１０は、撮像条件設定部３６ａは、ＴＩを変えながらタグモードを繰り返し実行するとともに、タグモードの実行回数より少ない回数だけコントロールモードを実行する。
【０１０６】
続いて、画像再構成部３２が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のタグ画像を再構成する（ステップＳ２４）。さらに、画像再構成部３２は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて少なくとも１つのコントロール画像を再構成する（ステップＳ２５）。
【０１０７】
その後、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、画像データ記憶部３３ｃに記憶された複数のタグ画像及びコントロール画像の中から基準画像の候補を選択する（ステップＳ２６）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、複数のタグ画像及びコントロール画像のうち、撮像領域に血液が流入する前の画像を選択する。または、基準画像生成部３６ｃは、ＴＩごとに再構成された複数のタグ画像のうち、撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を選択する。なお、このとき選択される基準画像の候補は１つであってもよいし、複数であってもよい。
【０１０８】
図１１の説明にもどって、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補を選択した後に、選択した基準画像の候補から基準画像を生成する（ステップＳ２７）。例えば、基準画像生成部３６ｃは、基準画像として選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。このように、複数の画像の平均画像を用いることで、基準画像のＳＮ比を向上させることができる。なお、基準画像生成部３６ｃは、基準画像の候補として１つの画像を選択したときには、その画像を基準画像として用いる。すなわち、ここでいう基準画像の生成には、複数の画像から基準画像を生成することと、１つの画像を基準画像として用いることとが含まれる。
【０１０９】
また、基準画像生成部３６ｃは、複数のタグ画像及びコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さい画像を用いて基準画像を生成してもよい。
【０１１０】
その後、血流画像生成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数のタグ画像それぞれと、基準画像生成部３６ｃにより生成された基準画像との差分画像を血流画像として生成する（ステップＳ２８）。ここで、血流画像生成部３６ｄにより生成される血流画像では、第１の実施形態と同様に静止組織の信号強度がほぼゼロになり、静止組織が精度良く消されることになる。
【０１１１】
図１１の説明にもどって、血流画像生成部３６ｄは、血流画像を生成した後に、生成した血流画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ２９）。このとき、例えば、血流画像生成部３６ｄは、生成した複数の血流画像を動態表示として表示部３５にシネ表示又は並列表示させる。
【０１１２】
上述したように、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、撮像領域の少なくとも上流部分にＩＲパルスを印加することで、撮像領域に流入する血液の標識化を行い、ＩＲパルスを印加してから所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードをＴＩを変えながら繰り返し実行する。また、シーケンサ１０は、撮像領域の上流部分へのＩＲパルスの印加による血液の標識化を行わずに撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定のＴＩが経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードをタグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行する。そして、画像再構成部３２が、タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なるＴＩに対応する複数のタグ画像を再構成する。また、画像再構成部３２は、コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて少なくとも１つのコントロール画像を再構成する。その後、基準画像生成部３６ｃが、複数のタグ画像及びコントロール画像に基づいて基準画像を生成する。また、血流画像生成部３６ｄが、複数のタグ画像それぞれと基準画像との差分画像を流体画像として生成する。したがって、第２の実施形態によれば、撮像時間を短縮するとともに、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１３】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件でコントロールモードを実行する。したがって、例えば、データ収集を開始する直前に脂肪抑制パルスを印加しない場合でも、タグモードとコントロールモードとの間で静止組織の信号強度を揃えることができ、静止組織をさらに精度良く消すことが可能になる。
【０１１４】
なお、第２の実施形態では、撮像領域内の血液にタグを付加するＦＡＩＲ（Flow-sensitive Alternating Inversion Recovery）系の手法をシーケンサ１０が実施する場合について説明した。しかしながら、例えば、撮像領域内に流入する血液にタグを付加するＳＴＡＲ（Signal Targeting with Alternating Radio frequency）系の手法をシーケンサ１０が実施する場合でも同様に実施可能である。
【０１１５】
また、第２の実施形態では、１つの基準画像と複数のタグ画像それぞれとの差分画像を血流画像として生成することとした。しかしながら、例えば、コントロール画像を補間することでタグ画像と同じ数の基準画像を生成するようにしてもよい。この場合には、基準画像生成部３６ｃが、コントロール画像に基づいて複数の異なるＴＩにそれぞれ対応する複数の基準画像を生成する。そして、血流画像生成部３６ｄが、ＴＩごとにタグ画像と基準画像との差分画像を血流画像として生成する。
【０１１６】
例えば、基準画像生成部３６ｃは、モデル（model）関数のフィッティング（fitting）などの計算処理を行うことで、収集済みのタグ画像より少ない数のＴＩのコントロール画像から各タグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成する。少なくとも２つのコントロール画像がある場合には、基準画像生成部３６ｃは、線形近似することで複数の差分用コントロール画像を生成すればよい。また、３つのコントロール画像がある場合には、基準画像生成部３６ｃは、２次関数で近似することで複数の差分用コントロール画像を生成すればよい。
【０１１７】
このように、タグ画像と同じ数の差分用コントロール画像を生成してＴＩごとに差分画像を生成することで、静止組織の信号強度がＴＩに依存して変化する場合でも、静止組織が精度良く消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１８】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、タグモード及びコントロールモードが実行される際に、第１の実施形態と同様に、撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、撮像領域及び当該撮像領域に流入する血液を含む範囲に非選択反転パルスを印加する。したがって、第２の実施形態によれば、静止組織の信号強度が抑えられたタグ画像を再構成することができるので、より精度良く静止組織が消された血流画像を生成することが可能になる。
【０１１９】
また、第２の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像をタグ画像の中から選択し、選択した画像に基づいて基準画像を生成する。したがって、第２の実施形態によれば、血流部分の信号強度を低下させることなく、血流画像を生成することができる。
【０１２０】
また、第２の実施形態では、基準画像生成部３６ｃが、第１の実施形態と同様に、撮像領域に血液が流入する前の画像又は撮像領域内の血液の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を基準画像として生成する。したがって、第２の実施形態によれば、基準画像のＳＮ比を向上させることができるので、より精度が高い血流画像を得ることが可能になる。
【０１２１】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、第１の実施形態と同様に、磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰを用いる。一般的に、ＳＳＦＰは縦磁化を定常状態にするためにデータ収集の最初に複数のダミーパルスを印加する必要があるため、ＴＩやＴｒｅｐｅａｔが長くなる。そして、その結果、撮像時間も長くなる。しかし、第２の実施形態によれば、従来のｍＩＲ Ｎ−Ｎ差分方式よりもダミーパルス数を削減できるので、最短のＴＩやＴｒｅｐｅａｔを短縮することができる。
【０１２２】
また、第２の実施形態では、シーケンサ１０が、第１の実施形態と同様に、磁気共鳴データの収集を開始する前に撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加してもよい。これにより、ＴＩを変化させた場合でも、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度がほぼ同じ強度になるので、脂肪などのＴ１値が短い組織の信号強度を精度良く消すことができる。
【０１２３】
なお、第１及び第２の実施形態では、シーケンサ１０が、データ収集を行うごとにタグ付け用のＩＲパルスを印加するsingle tag & single TI方式を用いる場合について説明した。しかしながら、例えば、シーケンサ１０が、ＩＲパルスを１回印加した後に複数のデータ収集を連続して行うsingle tag & multi TI方式を用いる場合でも同様に実施可能である。
【０１２４】
なお、single tag & multi TI方式では、通常、縦磁化の回復が不十分になるため、ＴＩが長くなるにつれて各組織の信号強度が減衰する。図１４は、実施形態の変形例に係るsingle tag & multi TI方式における信号強度の減衰を示す図である。図１４に示すように、この場合には、タグ画像における静止組織の信号強度（図１４に示すＳｓｔａｔｉｏｎａｒｙ）がＴＩの増加とともに減衰する。そこで、例えば、生成された血流画像に対して縦緩和の補正を行うようにしてもよい。
【０１２５】
この場合には、血流画像生成部３６ｄが、血液のＴ１値に基づいて、血流画像に対してＴＩに応じた緩和補正を行う。例えば、血流画像生成部３６ｄは、血液のＴ１値をＴ１ｂｌｏｏｄとした場合に、血液の縦緩和を補正するための逆関数、１／ｅｘｐ［−ＴＩ／Ｔ１ｂｌｏｏｄ］をスケーリング（scaling）する補正を行う。または、例えば、血流画像生成部３６ｄは、ラベル後の待ち時間ＴＩや、ｍＩＲ法におけるＩＲパルスの数ｍ、血液のＴ１値Ｔ１ｂｌｏｏｄ、データ収集における励起パルスの繰り返し間隔ＴＲ（Repetition Time）、データ収集における１ショットごとのエンコード数Ｎ、タグ付け用のＩＲパルスの繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔを変数とする関数による補正を行う。なお、差分後の血流信号のみになれば、ＣＢＦ（Cerebral Blood Flow）の定量が目的ではなく、血管動態の形態イメージングが目的である場合には、信号強度のＴＩごとの補正は必ずしも行われなくてもよい。
【０１２６】
なお、上記実施形態１及び２では、撮像領域に対して領域非選択ＩＲパルスや飽和パルスを印加する場合について説明した。しかし、例えば、シーケンサ１０が、血流の標識化を行うためのＲＦ波を撮像領域の上流部分又は下流部分に印加し、そのＲＦ波を印加してからＴＩが経過するまでの間は撮像領域にＲＦ波を印加しないようにしてもよい。
【０１２７】
また、上記実施形態１及び２では、血流の標識化を行うために短期間の反転パルスを印加する場合について説明した。しかし、近年では、撮像領域に流入する血流の標識化を行う方法として、連続的又は間欠的に反転パルスを印加する方法もある。他の実施形態として、このような方法を用いることも可能である。この場合には、例えば、ＭＲＩ装置は、標識化を行うための反転パルスを撮像領域の上流側に連続的又は間欠的に印加し、反転パルスを印加してから撮像領域のイメージングを行う（高周波励起パルスを印加する）までの待ち時間ＴＩを固定又は変化させながら磁気共鳴データの収集を行う。また、ＭＲＩ装置は、収集された磁気共鳴データに基づいて、複数のＴＩに対応する複数のＭＲ画像を再構成する。そして、ＭＲＩ装置は、再構成した複数のＭＲ画像に基づいて基準画像を生成し、複数のＭＲ画像それぞれと基準画像との差分画像を血流画像として生成する。または再構成した複数のＭＲ画像のうち、撮像領域の上流側の標識化領域でcontinuous またはpulsed continuous 反転パルスが印加された流体が撮像領域に到達していないＭＲ画像（タグ画像）を基準画像として用いても良い。また基準画像と差分されるＭＲ画像（タグ画像）は複数のＴＩに対応する複数のＭＲ画像それぞれではなく、１枚以上であれば良い。なお、標識化を行うための反転パルスはＲＦパルスに限られず、ＲＦ連続波であってもよい。ここでは、ＲＦパルスやＲＦ連続波を総称してＲＦ波と呼ぶ。
【０１２８】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１２９】
１００ ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
１０ シーケンサ
３０ 計算機システム
３２ 画像再構成部
３６ 制御部
３６ｃ 基準画像生成部
３６ｄ 血流画像生成部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記基準画像生成部は、前記複数のタグ画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいタグ画像を用いて前記基準画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記流体画像生成部により生成された複数の流体画像を動態表示としてシネ表示又は並列表示する表示部をさらに備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記データ収集部は、前記タグモードが実行される際に、前記撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、前記撮像領域及び当該撮像領域に流入する流体を含む範囲に非選択反転パルスを印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データの収集を開始する直前に前記撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を前記タグ画像の中から選択し、選択した画像に基づいて前記基準画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を前記基準画像として生成する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記データ収集部は、前記撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による前記流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記タグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行し、
前記画像再構成部は、前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、前記タグ画像より少ない数のコントロール画像をさらに再構成し、
前記基準画像生成部は、前記タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて、１つの基準画像又は前記複数の異なる前記待ち時間にそれぞれ対応する複数の差分用コントロール画像を生成し、
前記流体画像生成部は、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を生成するか、又は、前記待ち時間ごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記データ収集部は、前記タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件で前記コントロールモードを実行する、請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）、ＧＲＥ（Gradient Echo）、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）、又はＥＰＩ（Echo Planar Imaging）を用いる、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記流体画像生成部は、流体のＴ１値に基づいて、前記流体画像に対して前記待ち時間に応じた縦緩和補正をさらに行う、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記データ収集部は、前記流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記撮像領域の上流部分又は下流部分に印加し、該ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過するまでの間は前記撮像領域にＲＦ波を印加しない、請求項１に起債の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のコントロール画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数のコントロール画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記基準画像生成部は、前記複数のコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいコントロール画像を用いて前記基準画像を生成する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記流体画像生成部により生成された複数の流体画像を動態表示としてシネ表示又は並列表示する表示部をさらに備える、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記データ収集部は、前記コントロールモードが実行される際に、前記撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、前記撮像領域及び当該撮像領域に流入する流体を含む範囲に非選択反転パルスを印加する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データの収集を開始する直前に前記撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を前記コントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて前記基準画像を生成する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を前記基準画像として生成する、請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数の画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数の画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２１】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に撮像領域の磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数の画像の中から、前記撮像領域に標識化された流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を基準画像とし、前記複数の画像のうちの少なくとも１つと当該基準画像とを差分して流体画像を生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１】
撮像領域の少なくとも上流部分にＲＦ波を印加することで該撮像領域に流入する流体の標識化を行い、前記ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うタグモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記タグモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のタグ画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数のタグ画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記基準画像生成部は、前記複数のタグ画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいタグ画像を用いて前記基準画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記流体画像生成部により生成された複数の流体画像を動態表示としてシネ表示又は並列表示する表示部をさらに備える、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記データ収集部は、前記タグモードが実行される際に、前記撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、前記撮像領域及び当該撮像領域に流入する流体を含む範囲に非選択反転パルスを印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データの収集を開始する直前に前記撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を前記タグ画像の中から選択し、選択した画像に基づいて前記基準画像を生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を前記基準画像として生成する、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記データ収集部は、前記撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による前記流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記タグモードの実行回数より少ない回数だけさらに実行し、
前記画像再構成部は、前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、前記タグ画像より少ない数のコントロール画像をさらに再構成し、
前記基準画像生成部は、前記タグ画像より少ない数のコントロール画像を用いて、１つの基準画像又は前記複数の異なる前記待ち時間にそれぞれ対応する複数の差分用コントロール画像を生成し、
前記流体画像生成部は、前記複数のタグ画像それぞれと前記基準画像との差分画像を生成するか、又は、前記待ち時間ごとにタグ画像と差分用コントロール画像との差分画像を生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記データ収集部は、前記タグモードを実行する際に用いられる収集条件と同じ収集条件で前記コントロールモードを実行する、請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データを収集する際の撮像シーケンスとしてＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）、ＧＲＥ（Gradient Echo）、ＦＳＥ（Fast Spin Echo）、又はＥＰＩ（Echo Planar Imaging）を用いる、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記流体画像生成部は、流体のＴ１値に基づいて、前記流体画像に対して前記待ち時間に応じた縦緩和補正をさらに行う、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記データ収集部は、前記流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記撮像領域の上流部分又は下流部分に印加し、該ＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過するまでの間は前記撮像領域にＲＦ波を印加しない、請求項１に起債の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
撮像領域の上流部分へのＲＦ波の印加による流体の標識化を行わずに前記撮像領域にＲＦ波を印加した後に所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行うコントロールモードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数のコントロール画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数のコントロール画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数のコントロール画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記基準画像生成部は、前記複数のコントロール画像のうち血流部と背景組織との信号差が小さいコントロール画像を用いて前記基準画像を生成する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記流体画像生成部により生成された複数の流体画像を動態表示としてシネ表示又は並列表示する表示部をさらに備える、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記データ収集部は、前記コントロールモードが実行される際に、前記撮像領域に含まれる組織のうち少なくとも１種類の組織の縦磁化が略ゼロになった時点で磁気共鳴データの収集が開始されるように、前記撮像領域及び当該撮像領域に流入する流体を含む範囲に非選択反転パルスを印加する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記データ収集部は、前記磁気共鳴データの収集を開始する直前に前記撮像領域を含む範囲に飽和パルスを印加する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を前記コントロール画像の中から選択し、選択した画像に基づいて前記基準画像を生成する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
前記基準画像生成部は、前記撮像領域に流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を複数選択し、選択した複数の画像の平均画像を前記基準画像として生成する、請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数の画像に基づいて基準画像を生成する基準画像生成部と、
前記複数の画像それぞれと前記基準画像との差分画像を流体画像として生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２１】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を該被検体に印加してから所定の待ち時間が経過した後に撮像領域の磁気共鳴データの収集を行う撮像モードを前記待ち時間を変えながら繰り返し実行するデータ収集部と、
前記磁気共鳴データに基づいて、それぞれ複数の異なる前記待ち時間に対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記複数の画像の中から、前記撮像領域に標識化された流体が流入する前の画像又は前記撮像領域内の流体の磁化が緩和しきった後の画像を基準画像とし、前記複数の画像のうちの少なくとも１つと当該基準画像とを差分して流体画像を生成する流体画像生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【公開番号】特開２０１１−１８３１５２（Ｐ２０１１−１８３１５２Ａ）
【公開日】平成２３年９月２２日（２０１１．９．２２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２４３３２（Ｐ２０１１−２４３３２）
【出願日】平成２３年２月７日（２０１１．２．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年９月２２日（２０１１．９．２２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年２月７日（２０１１．２．７）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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